JP4458553B2 - Tomosynthesis device for breast imaging - Google Patents

Tomosynthesis device for breast imaging Download PDF

Info

Publication number
JP4458553B2
JP4458553B2 JP50717398A JP50717398A JP4458553B2 JP 4458553 B2 JP4458553 B2 JP 4458553B2 JP 50717398 A JP50717398 A JP 50717398A JP 50717398 A JP50717398 A JP 50717398A JP 4458553 B2 JP4458553 B2 JP 4458553B2
Authority
JP
Grant status
Grant
Patent type
Prior art keywords
imaging
detector
apparatus
plane
ray
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
JP50717398A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2000515046A (en )
Inventor
ビー. コパンズ,ダニエル
イー. ニクラソン,ローラ
ティー. ニクラソン,ローレン
Original Assignee
ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Grant date

Links

Images

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/025Tomosynthesis
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50Clinical applications
    • A61B6/502Clinical applications involving diagnosis of breast, i.e. mammography
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING; COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/002D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING; COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00Image generation
    • G06T2211/40Computed tomography
    • G06T2211/436Limited angle

Description

本発明は1996年7月23日出願の米国予備特許出願60/022,276の継続出願である。 The present invention is a continuation application of 1996 July 23, the United States preliminary Patent Application No. 60 / 022,276.
発明の背景本発明はX線撮像に関し、詳しくは胴体部の放射線造影法に関し、さらに詳しくは原影像データをデジタル処理することによりX線像を生成する方法及び装置に関する。 BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to X-ray imaging, and more particularly relates to a radiation imaging method of the body, and more particularly to a method and apparatus for generating an X-ray image by digital processing of the original imaging data.
胴体部のX線像を生成する胴体部放射線撮像技術が良く知られている。 Torso radiation imaging technique for generating X-ray images of the body are well known. X線造影の初期の形態では、X線は注目している胴体部を透過するように指し向けられ、検出器に入射するX線の強度分布に基づく影像を生成した。 In the initial form of X-ray contrast, X-rays are directed points so as to transmit the body portion of interest, to produce a shadow image based on the intensity distribution of X-rays incident on the detector. このような技術により生成された影像はしばしば傷または異常個所を不明瞭にする構造的な、または解剖学的なノイズに悩まされてきた。 Imaging produced by such techniques have often been plagued by structural or anatomical noise obscures the wound or abnormal location. 構造ノイズはたとえば病変部を含むまたは覆う正常組織により生じる。 Structure noise is caused by, for example, normal tissues including or covering the lesion.
こうした構造ノイズの影響を減少するデジタル処理技術が開発されている。 Digital processing techniques to reduce the impact of these structural noise is developed. この技術の1つにはデジタル断層合成として一般に知られている。 Commonly known as a digital tomosynthesis in one of this technology. この技術は放射写真フィルムまたはデジタル検出器のような検出媒体中の点の配列から得られたデジタル化X線情報を利用している。 This technique utilizes the digitized X-ray data obtained from the array of points in the detection medium such as a radiographic film or digital detector. この検出された強度データから、造影すべき領域のX線吸収を表わす信号を生成する。 From the detected intensity data, to generate a signal representative of the X-ray absorption of the area to be contrast.
X線造影法は初期胸部(乳房)ガンを検出する効果的な方法となった。 X-ray angiography has become an effective method for detecting early breast (breast) cancer. デジタル造像法が増大するにつれて、デジタル乳房造影写真法は胸部ガンの検出のための最良の方法としてフィルムスクリーン乳房造影写真法に取って代わるものと期待されている。 As digital imagewise method increases, digital mammography photography is expected to replace film-screen mammography photography as the best method for the detection of breast cancer. デジタル造影法はまた他の放射線学の分野でフィルムスクリーン造影法に取って代わることが期待されている。 Digital angiography also be substituted for the film screen angiography in the field of other radiological is expected. デジタル検出器の導入は、従来実用的でなかった数種の方法に放射線造影法に応用する機会を提供する。 The introduction of digital detector provides an opportunity to apply the radiation imaging method in the prior practical were not several ways. これらの方法には改良されたデジタル断層合成法がある。 These methods have digital tomosynthesis methods improved. 乳房造影法においては、この方法を実施すると胸部ガンからの生存率を増し、死亡率を減少し、負の生検を減じる可能性がある。 In mammography, increase the survival rate from breast cancer when carrying out the process, to reduce mortality and may reduce the negative biopsy.
従来のフィルムスクリーン断層造影法では、X線源とフィルムスクリーン検出器は反対方向に移動して、映像の特徴が実質的に一平面内でのみ鋭い焦点で結像するように構成されている。 In conventional film-screen tomography angiography, X-rays source and the film screen detector move in opposite directions, characterized the video is configured to image a sharp focus only in substantially one plane. これら2つの技術は図1と図2に示されている。 These two techniques are illustrated in Figure 1 and Figure 2. 図1に示されたトゥインニング法では、物体平面内の支点のまわりでX線源(管)と検出器を同時に直線状に移動させ、それによりただ1つの物体平面内に鋭い焦点で結像させた物体影像を形成する。 The Tween training method shown in FIG. 1, X-ray source around the fulcrum in the object plane (tube) and the detector was simultaneously moved linearly, thereby imaging a sharp focus in only one object plane forming an object shadow image obtained by.
他のすべての平面からの投影はぼかされる。 The projection from the other all the planes are blurred. この技術を使用すれば、「焦点が合った」と考えられる物体まわりの範囲が存在する。 Using this technique, the range around the object to be considered "-focus" exists. この範囲は切断厚さ(Section Thickness)と呼ばれる。 This range is called the cutting thickness (Section Thickness). 一般に切断厚さはX線源の運動振幅(角度)に反比例する。 In general cutting thickness is inversely proportional to the movement amplitude of the X-ray source (angle).
図2に示されたグロスマン法はトゥインニング法に似ているが、X線源と検出器の回転運動を伴う。 Grossman method shown in FIG. 2 is similar to Tween training method involves rotational movement of the X-ray source and detector. ここでもこれらは固定間隔を保ったまま一緒に支点のまわりを回転する。 Again it rotates about a fulcrum together while maintaining a fixed spacing. これらのいずれの技術においても、各断層面、並びに断層角度を通じたX線源及び検出器の全運動に対する1回以上の露出が必要になる。 In any of these techniques, the tomographic plane, and the exposure of more than one with respect to the total movement of the X-ray source and detector through the fault angle is required.
グロスマン法を用いる従来のデジタル断層造影法では、X線源(管)を物体及び検出器の周りに円弧を描いて移動させながら多数の影像を撮像する。 In conventional digital tomographic imaging method using the Grossmann method captures a large number of imaging while X-ray source (tube) is moved in an arc around the object and the detector. 従来の断層造影法ではまたトゥインニング法を用いても行われている。 In conventional tomographic angiography also it has been made using Tween training method. 影像をシフトしかつ加算することにより、この限られた枚数の影像から任意平面を再構成することが可能である。 By adding shift imaging vital, it is possible to reconstruct any plane from imaging of the limited number. しかし、これらの技術は造影すべき物体に対して移動する線源と検出器による胴体断層造影にのみ利用されている。 However, these techniques are used only in the fuselage tomographic imaging by the source and the detector to be moved relative to the object to be contrast. その結果、線源と検出器の位置の不確定性が影像をぼかすことになる。 As a result, the position uncertainty of the source and detector so that blur the imaging.
従って、本発明の目的は、改良された断層造影装置及び方法を提供することにある。 Accordingly, an object of the present invention to provide an improved tomographic imaging apparatus and method. 発明の他の目的は低X線線量しか必要のない断層造影装置及び方法を提供することにある。 Another object of the invention to provide a tomographic imaging apparatus and method do not require only low X-ray dose. 本発明のさらに他の目的は正確且つ高分解能の胴体断面影像の生成が可能な断層造影装置及び方法を提供することにある。 Still another object of the present invention is to provide an accurate and fuselage section capable tomographic imaging apparatus and method for generating a shadow image of high resolution. 本発明の別の目的は従来よりも単純な構造と向上した精度を有する断層造影装置を提供することにある。 Another object of the present invention is to provide a tomographic imaging apparatus having a precision and improved simple structure than before.
発明の概要本発明は新規な断層X線造影装置及び方法を提供する。 The present invention provides a novel fault X-ray contrast devices and methods. 本発明による装置は、X線源と、影像平面内に配置されたデジタル検出器と、デジタル影像データ処理器と制御器とより成る。 Apparatus according to the invention consists more and X-ray source, and a digital detector disposed imaging plane, a digital imaging data processor and a controller. X線源と検出器は、影像平面に平行な物体平面内のまわりに配置されている物体領域の両側に配置されている。 X-ray source and the detector are disposed on opposite sides of the object region which is arranged around a plane parallel to the object plane imaging plane. 線源は、そこからのX線が物体領域へ差し向けられ次いで透過して検出器へ向かうように、検出器と対面関係にある。 Ray source, X-rays therefrom are to be directed to directed to the object region and then transmitted to the detector, it is in face-to-face relationship with the detector. 制御器は検出器に対向した円弧に沿って線源を移動させる。 The controller moves the radiation source along an arc facing the detector. 線源が円弧に沿って移動するにつれて、検出器は円弧に沿った一連の引続く点に対して対応した一連の引続く影像データの組を生成する。 As the source moves along the circular arc, the detector generates a set of series of subsequent imaging data corresponding for points rather a series of subsequent along an arc. ここに各データの組は、線源がその時点の現在位置に対して検出器へ入射するX線の強度を表わす。 Each set of data here represents the intensity of X-rays source is incident on the detector for the current position of that point. 影像データ処理器は影像データの組に応答して物体平面内にX線吸収を表す出力影像信号を生成する。 Imaging data processor generates an output imaging signal representative of the X-ray absorption within the object plane in response to the set of imaging data. そうすることにより、処理器は影像データを、X線源が円弧に沿ってではなくて影像平面に平行な直線に沿って移動したならば得られる影像データの形に変換する。 By doing so, processor converts the imaging data, in the form of imaging data obtained if the X-ray source is moved along a line parallel to the imaging plane rather than along an arc. 得られる影像データはトゥインニング型のような通常の直線運動により生成される影像データに相当するので、従来の技術を使用して物体領域のX線吸収を表す最終表示を生成することができる。 Since the resulting imaging data corresponding to imaging data generated by the conventional linear motion, such as Tween training type, it is possible to produce a final display representing the X-ray absorption of the object region by using conventional techniques.
このように、本発明は回転するX線源と固定した検出器を使用する。 Thus, the present invention uses a detector which is fixed to rotating X-ray source. これに対して従来技術は移動する検出器を利用する。 Prior contrast technique utilizes a detector that moves. 本発明が上記の従来技術と異なる主な点は、固定検出器を使用する点にある。 The present invention is above the prior art main difference lies in the use of fixed detectors. この技術では物体の周りを円弧状に移動するX線源(管)と、静止した平面状検出器を用い、静止した物体領域(又は患者)の任意の断層影像平面を再構成することにより、断層影像を生成することができる。 An X-ray source in this technique to move around the object in an arc shape (pipe), using a stationary planar detector, by reconstructing any fault imaging plane of the stationary object area (or patient), it is possible to generate a tomographic imaging. 本発明は既存のデジタルX線装置に適用することができる利点を有する。 The present invention has the advantage that can be applied to existing digital X-ray apparatus. 本発明の他の利点は検出器が造影される物体に対して静止していることであり、それにより位置の不正確さの原因の一つを除くことができる。 Another advantage of the present invention is that the detector is stationary relative to the object to be imaged, thereby excluding the one of the causes of the inaccuracy of the position.
本発明の他の利点は、影像平面に平行な物体内の任意の平面が、ただ一組の影像から再構成できることである。 Another advantage of the present invention, any plane in parallel object imaging plane, only that it can be reconstructed from a set of imaging. これに対して従来の技術では、物体内の各平面の再構成には新たな一組の影像を取得する必要がある。 In the prior art hand, the reconstruction of each plane in the object need to get a new set of imaging. 乳房造影に応用される断層造影技術では、放射線技術者は一連の断層影像を観察して被疑領域が本当の病変部か或いは構成物(structures)が重畳しているせいかを判断することができる。 The fault imaging techniques applied to mammography, radiation technician can determine because suspect region true by observing the series of tomographic image of the lesion or the constituent (Structures) is superimposed . もし本当ならば、断層造影技術は重畳した構成物からのノイズを減じることにより病変領域のより良好な影像を与えるであろう。 If true if would tomographic imaging technique provides a better image of the lesion area by subtracting the noise from the construct superimposed. 放射線技術者は病変を分類するのに自信が持て、良性病変の生験の数を減じることが期待できる。 Radiation technician is able to have confidence to classify lesions, it can be expected to reduce the number of biopsy of benign lesions.
本発明の上記目的及び以下に述べる目的、特徴、及び作用効果は、添付図面を参照しての次の説明からより十分に理解できるであろう。 The objects and purposes described below, features, and advantages of the present invention will be more fully understood from the following description when taken in conjunction with the accompanying drawings.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
図1は従来のトゥインニング型の胴体断層放射線装置の模式図である。 Figure 1 is a schematic diagram of a conventional Tween training type body tomography radiation device.
図2は従来のグロスマン型の胴体断層放射線装置の模式図である。 Figure 2 is a schematic diagram of a conventional Grossman type body tomography radiation device.
図3は本発明に従って構成されたデジタル断層影像合成装置を示す。 Figure 3 shows a digital tomographic imaging synthesizer constructed in accordance with the present invention.
図4は図3の装置のデジタル影像処理装置を示す。 Figure 4 shows a digital imaging processing device of the apparatus of FIG.
図5は図3の装置の動作の説明図である。 Figure 5 is an explanatory diagram of the operation of the apparatus of FIG.
図6は断層造影平面を取得する本発明の動作局面を示す。 Figure 6 shows the operation aspect of the present invention to obtain a tomographic imaging plane.
図7はX線管を回転軸の周りに及び固定検出器に対して回転させるための機構を示す図である。 Figure 7 is a diagram showing a mechanism for rotating with respect to and fixed detector about the axis of rotation of the X-ray tube.
図8は本発明に従って行われる影像平面の再構成及び影像取得を示す説明図である。 Figure 8 is an explanatory diagram showing the reconstruction and imaging acquisition of imaging planes to be performed in accordance with the present invention.
好ましい実施例の説明本発明を具体化する装置4は図3に示されている。 4 embodying the description of the invention The preferred embodiment is shown in FIG. 装置4は制御器8、デジタル影像処理器10、X線源(管)12、及び影像平面IP内に配置したデジタルX線検出器14よりなる。 4 consists of a controller 8, a digital imaging processor 10, the X-ray source (tube) 12 digital X-ray detector 14 and placed into imaging plane IP,. 支持構造16が、下記のように線源12からのX線が検出器14に指向されるようにして、検出器14に対して相対的に線源12を支持している。 Support structure 16, as X-rays from source 12 as described below is directed to the detector 14, and supports the relatively-ray source 12 to the detector 14. 物体領域20は線源12と検出器14との間に形成され、物体平面OPに沿って及びその周りに延びており、又X線が線源12から検出器14まで進行する経路に存在している。 Object region 20 is formed between the source 12 and detector 14, present on the path extends to and around along the object plane OP, also the X-rays traveling from the source 12 to the detector 14 ing. 図示の実施例では、検出器14はX線検出素子の二次元平面配列体よりなり、影像平面IP内に存在している。 In the illustrated embodiment, the detector 14 is made of a two-dimensional planar array of X-ray detecting elements, it is present in the imaging plane IP.
図示の実施例では、支持構造16は関節で枢着されており、第1部分16A及び第2部分16Bを有する。 In the illustrated embodiment, support structure 16 is pivoted at the joint, has a first portion 16A and second portion 16B. 第1部分16aは末端16aから軸線Aに沿って延び、第2部分16Bは軸線Bに沿ってX線源12に向けて延びている。 The first portion 16a extends along the end 16a to the axis A, the second portion 16B extends toward the X-ray source 12 along the axis B. 第1部分16Aと第2部分16Bとは会合端で軸線Aに直交する軸線Pで枢着されている。 The first portion 16A and second portion 16B is pivotally secured at the axis P perpendicular to the axis A at the meeting end. 作動子30が制御器8からの制御信号に応じて部分16B(及び軸線B)の部分16A(及び軸線A)に対する角度を決定するように選択制御される。 Actuator 30 is selectively controlled to determine the angle with respect to portion 16A (and axial A) of the portion 16B in accordance with the control signal (and axial B) from the controller 8. 本実施例では、軸線Pは物体平面OPと線源12との間にあるが、軸線Pは他の実施例では物体平面OP又はその下側にあっても良い。 In this embodiment, the axis P is between the object plane OP and the source 12, the axis P may be in the object plane OP or lower thereof in other embodiments. 例示として、X線源12及び支持構造16はGeneralElectricMedicalSystems社のモデルDMRのMagnetgraphySystemを使用できる。 As illustrated, X-rays source 12 and support structure 16 can use MagnetgraphySystem of GeneralElectricMedicalSystems's model DMR.
好ましい実施例では、制御器8は部分16Bの部分16A(及び検出器14)に対する角度位置を調整するようにプログラムされたデジタルコンピュータである。 In the preferred embodiment, the controller 8 is programmed digital computer to adjust the angular position with respect to the portion 16A of the portion 16B (and detector 14). 影像データ処理器10も又好ましくは入射X線に応答して検出器14により生成されるデータを処理するようにプログラムされているデジタルコンピュータである。 Is also preferably imaging data processor 10 is a digital computer that is programmed to process the data generated by the detector 14 in response to incident X-rays. このような処理器10はそのほか従来知られている技術等によりX線源12からのX線の放出を制御するように機能する。 Such processor 10 functions to control the release of X-rays from the X-ray source 12 by techniques as known Other conventional. 他の実施例では、単一のプログラム制御コンピュータを使用して制御器8及び処理器10の機能を実行できる。 In another embodiment, it can perform the functions of the controller 8 and the processor 10 using a single program control computer.
上記のように、好ましい実施例における検出器14はX線検出素子(又は検出画素)を二次元配列したものよりなる、平面状の又は平坦面状の検出器である。 As described above, the detector 14 in the preferred embodiment the X-ray detecting elements (or detection pixel) composed of those two-dimensional array, a planar or flat planar detector. これらの素子はシンチレータ素子(入射X線に応答して光子を放出する)及び光検出ダイオード(光検出素子)よりなり、光検出ダイオードはシンチレータ素子に入射するX線強度分布を表すデジタル信号表示を生成する。 Consists These elements (emit photons in response to incident X-ray) scintillator elements and a light detecting diode (light detecting element), light detecting diodes digital signal representation representing the X-ray intensity distribution incident on the scintillator elements generated. 他の形式のデジタルX線検出器も使用でき、平面状のものでも湾曲したものでも良い。 Other forms of digital X-ray detector can be used, may be obtained by curved be of planar. 各検出素子は処理器10により呼び出されて処理器10に影像平面IPにおけるX線強度部分布を表すデジタルデータを供給する。 Each detector element provides digital data representing the X-ray intensity portion distribution in the called and processor 10 to imaging plane IP by processor 10. 好ましくは、検出器14の検出素子は小型の集積回路アレイの一部を構成するから、高解像度の影像表示を得ることが可能である。 Preferably, the detection elements of the detector 14 because constitutes part of a small integrated circuit array, it is possible to obtain a shadow image display of high resolution. 別の実施例では、電荷結合デバイス(CCD)又は直接デジタル検出器(X線を直接デジタル信号に変換する)を使用しても良い。 In another embodiment, it may be used charge coupled device (CCD) or direct digital detector (for converting the X-rays directly to digital signals).
デジタル影像処理器10は以下に述べる変換を行うようにプログラムされた公知のデジタルコンピュータを使用できる。 Digital imaging processor 10 programmed known digital computer to perform the transformation described below can be used. 図4はこうした処理器(コンピュータ)10'を例示する。 Figure 4 illustrates such processor (computer) 10 '. すなわちコンピュータ10'はデジタル演算器21、デジタル影像メモリ22、X線制御器24、デジタルディスク集積部26を含んでいる。 That computer 10 'includes a digital arithmetic unit 21, the digital imaging memory 22, X-ray controller 24, a digital disk stacking unit 26. デジタル演算器21はデジタル影像データ28に接続され、制御器24は図3の作動子30に接続されており、線源12を移動させてその角度位置を制御する。 Digital calculator 21 is connected to the digital imaging data 28, the controller 24 is connected to the actuator 30 of FIG. 3, by moving the radiation source 12 to control its angular position. コンピュータ10'はさらに表示部10aを含むか又は別個のモニタ10bに画像表示の指示を与えることができる。 Computer 10 'may provide an indication of the image display or a separate monitor 10b or further comprising a display unit 10a. 制御器24は又、多重フォーマットカメラ10cのような他の装置を駆動することもできる。 The controller 24 may also be drive other devices such as multi-format camera 10c. 更に制御器24はX線制御信号29のような信号によりX線源に指示を与えて照射量を制御することができる。 Further, the control unit 24 may control the irradiation amount gives an instruction to the X-ray source by such signals of the X-ray control signal 29.
図5は、線源12により発生されるX線により物体20と影像平面IPの制御を行う図4に示した制御器10'の動作を示す。 Figure 5 illustrates the operation of the controller 10 'shown in FIG. 4 for controlling the object 20 and the imaging plane IP by X-rays generated by the source 12. 図5に示したように、角度φは、影像平面IPに垂直な軸線Aに対する支持部分16B(図3)の角度を表す。 As shown in FIG. 5, the angle φ represents the angle of the support portion 16B (FIG. 3) with respect to the vertical axis A in imaging plane IP. これに対して、角度θは物体20内の任意の点J(x,z)に交差するX線の方向と影像平面IPに垂直な垂線とのなす角度として定義される。 In contrast, the angle θ is defined as the angle between any point J (x, z) perpendicular perpendicular direction and imaging plane IP of X lines crossing in the object 20. 角度θはφ、x、及びzの関数であり次式で表される。 Angle θ is phi, is a function of x, and z are expressed by the following equation.
θ(φ,x,z)=arctan{(Lsinφ+x)/(Lcosφ+D−z)}(1) θ (φ, x, z) = arctan {(Lsinφ + x) / (Lcosφ + D-z)} (1)
ここに、x、zは線源の回転面内にある軸に対応し、LとDは図5に定義されている。 Here, x, z corresponds to the axis in the plane of rotation of the source, L and D are defined in Figure 5. この角度θから、点xiは物体点J(x、z)を影像平面IPに投影した点となる。 From this angle theta, the point xi is the point obtained by projecting the object point J (x, z) in the imaging plane IP.
xi=x+{z(Lsinφ+x)/(Lcosφ+D−z)} (2) xi = x + {z (Lsinφ + x) / (Lcosφ + D-z)} (2)
xi(φ,x,z)はしたがって軸線Pの周りに円弧Cに沿って回転させたX線管から放出されるX線により形成される影像点となる。 xi (φ, x, z) is therefore the imaging points formed by X-rays emitted from the X-ray tube is rotated along an arc C around the axis P. この型の運動にあっては、影像平面から焦点までの垂直距離は角度φに依存する。 In the this type of movement, the vertical distance from the imaging plane to the focal point depends on the angle phi. これはX線管が影像平面IPに対して平行な線源平面SPを移動するトゥインニング法により形成される影像とは対照的である。 This is in contrast to imaging of X-ray tube is formed by Tween training method that moves parallel source plane SP with respect to imaging plane IP. 従って、物体内の点は位置の関数だけではなくて角度φだけ拡大される。 Thus, the point in the object is enlarged by an angle φ not only a function of position.
M(φ,z)={(Lcosφ+x)/(Lcosφ+D−z)} (3) M (φ, z) = {(Lcosφ + x) / (Lcosφ + D-z)} (3)
X線管を円弧Cに沿って回転させることにより、物体点の倍率は角度φにより変わる。 By rotating the X-ray tube along a circular arc C, magnification of object points may vary depending on the angle phi. 従って、z=(定数)の関係は、トゥインニング法により形成された影像で可能であった、zの関数だけ影像点を単純にシフトすることだけでは達成できない。 Therefore, the relationship z = (constant), was possible in formed shadow image by Tween training method can not be achieved only by simply shifting the imaging point only a function of z. 本発明に従って、線源の回転により形成された影像は、焦点が影像面IP(図5の点線参照)に平行な線源平面SPに沿って移動されたときに形成されるものに近似した新規な影像を構成するように変換される。 In accordance with the present invention, the shadow image formed by the rotation of the source, the new approximating to that focal point is formed when it is moved along a line parallel source plane SP in imaging plane IP (see dotted lines in FIG. 5) It is converted so as to constitute a such imaging. この新規な影像データは、影像データの組を単純にシフトしそして加算することにより物体内の断層造影面を再構成するのに使用される。 The new imaging data is used to reconstruct a tomographic imaging plane in the object by simply shifting and adding a set of imaging data.
より具体的に記載すると、もしもX線源12が角度φだけ回転され、水平面内で影像から距離(L+D)にとどまるように拘束されるなら(線源位置12'のように)、物体点に交差するX線の角度は次式で与えられる。 When described in more detail, is rotated if the X-ray source 12 is an angle phi, (as source position 12 ') if the constrained to remain from the shadow image in the horizontal plane at a distance (L + D), the object point angle of the X-ray crossing is given by the following equation.
θ'(φ,x,z)=arctan{(Ltanφ+x)/(L+D−z)} (4) θ '(φ, x, z) = arctan {(Ltanφ + x) / (L + D-z)} (4)
式(4)から、SPより物体点J(x,z)を経て影像平面IPに投影した影像点xi'は次式で与えられる。 From equation (4), the object point from the SP J (x, z) imaging point obtained by projecting the shadow image plane IP through the xi 'is given by the following equation.
xi'(φ,x,z)=x+{z(Ltanφ+x)/(L+D−z)} (5) xi '(φ, x, z) = x + {z (Ltanφ + x) / (L + D-z)} (5)
本発明に従うと、X線源は式(2)の影像点を有する影像を生成する。 According to the present invention, X-ray source produces a shadow image having the imaging point of the formula (2). 影像中の全ての点xiに対し既知の角度φを使用すると、選択されたzに対して式(2)から物体点xを決めることができる。 With known angle φ with respect to all points xi in the shadow image, it is possible to determine the object point x from equation (2) for the selected z. 得られたφ、x、及びzの値を次に式(5)に代入すると、新規な影像中のxi'に対する値を決定できる。 Resulting phi, it is substituted into following equation (5) the value of x, and z, can be determined a value for xi 'in the novel imaging. このようにして生成された新規な影像の組を使用して、トゥインニング法に類似した単純な線形シフト法を使用するとzにおける断層影像平面OPを再構成することができる。 In this way, using a set of the generated new imaging, it is possible to reconstruct a tomographic imaging plane OP in z Using simple linear shift method similar to Tween training method.
各所望の断層影像平面に対する一組の新規な影像の再構成技術は、平面OPの外側の構成物に対しては小さい影像ひずみを生じる。 Reconstruction techniques a set of novel imaging for each desired tomographic imaging plane, produces a strain smaller shadow image for the outer configuration of the plane OP. その理由は、焦点の軸線P周りを回転するときに生じる物体20を通るX線の経路が、焦点が水平面内を移動しているときに起きる経路とは少し異なるためである。 The reason is that the path of the X-rays passing through the object 20 which occur when rotation about the axis P of the focus, the path that occurs when the focal point is moving in a horizontal plane is slightly different for. ひずみの大きさは再構成される平面からの距離が大きいほど大きくなり、又影像の中心軸線すなわちx=0の点からの距離が大きいほど大きくなる。 The size of the strain becomes larger as the distance from the reconstructed plane is large, and becomes greater the distance from the point of the central axis i.e. x = 0 of the imaging significantly. 例示の目的で、本発明の造影装置をL=44cm、D=22cm、φ=15℃とし、再構成される平面を影像平面IPから上にz=4cmのところにあるものとする。 For illustrative purposes, the imaging apparatus of the present invention L = 44cm, D = 22cm, and phi = 15 ° C., the reconstructed plane on the imaging plane IP assumed to be at the z = 4 cm. x=10cmのところにある再構成された平面に対し、再構成される平面の上側5cmにある物体に対する最大ひずみは約195μになる。 To reconstructed plane is at the x = 10 cm, the maximum strain relative to the object at the top 5cm of the reconstructed plane is about 195Myu. この影像形状に対する直線断層造影シフトは約7606μであるので、このひずみは断層造影シフトの約2.5%になる。 Since the linear tomographic imaging shift for the imaging geometry is about 7606Myu, this distortion is about 2.5% of the tomographic imaging shift. 従って、新規な影像の生成により引き起こされるひずみの大きさは断層造影再構成法に使用されている直線シフト法により引き起こされるひずみに比して小さい。 Thus, the magnitude of strain caused by the generation of new imaging is smaller than the distortion caused by a linear shift method used in tomographic imaging reconstruction method. この理由で、本発明により生じるひずみは断層造影法により影像の品質に実質的な影響は持たない。 For this reason, the strain caused by the present invention has no substantial influence on the quality of imaging by the tomographic imaging method.
本発明は従って完全視野デジタル乳房造影法を利用する胸部ないし乳房の造影に特に有用である。 The present invention is therefore particularly useful for imaging of the chest or breast utilize the full field digital mammography. 断層造影法はこのようにして乳房の任意の箇所の焦点が合った断層影像平面の再構成を可能にする。 Fault angiography enables reconstruction of the thus tomographic imaging plane focus of any point of the breast. 放射線は低く単一視点の従来の乳房造影法に比肩できる。 Radiation can be comparable to conventional mammography in low single view. 予備実験の結果は塊部の可視性が本発明の断層影像合成法により向上した。 Preliminary results visibility mass portion is improved by the tomographic imaging method of synthesizing the present invention. 本発明の断層影像合成法は乳房造影法の一意性を改善し、病変部分の周辺の可視性を増し、初期ガン、特に女性の放射線的に高密度の乳ガンの検出を改善する可能性を有する。 Fault imaging synthesis of the present invention improves the uniqueness of mammography, increasing the visibility around the lesion, with the potential to improve the initial cancer, particularly radiation detectable dense breast cancer female .
特に、本発明は放射線技術者が通常の乳房組織の構造的なノイズを通して観察することにより、検出性を向上させ、乳ガンの特性付けを改善することを可能にする。 In particular, the present invention is by radiation technician observed through structural noise of a normal breast tissue, improve detectability, makes it possible to improve the characterization of breast cancer. 従来のフィルムスクリーン断層造影では、X線源及びフィルムスクリーン検出器が反対方向に移動され、その結果影像平面における特徴だけが焦点合わせされていた。 In conventional film-screen tomography imaging, X-rays source and the film screen detector is moved in the opposite direction, only features in a result imaging plane has been focused. これに対して本発明の断層造影法では、図6に示したように、X線源(管)60が静止した乳房62及び検出器63の上方を円弧61に沿って移動する間に、多数の影像が取得される。 In fault imaging methods of the invention In contrast, as shown in FIG. 6, while moving over the X-ray source (tube) 60 is breast stationary 62 and detector 63 along the arc 61, many shadow image is obtained of. 各角度φで検出器63により得られた影像は低線量であり、全ての影像に対する全照射線量は標準的な一枚の乳房造影に使用される線量と同等か又は若干多い程度である。 Imaging was obtained by the detector 63 at each angular φ is low dose, the total dose for all imaging is on the order dose equal to or slightly more, which is used for standard single mammography. 複数のデジタル影像をシフトし、そして加算することにより、式(5)による影像変換後に、検出器63に平行な乳房内の任意の平面64(すなわち乳房内のzが任意に選択される)を再構成することができる。 By shifting the plurality of digital imaging, and adding, after the imaging conversion by the formula (5), any plane 64 in the breast that is parallel to the detector 63 (i.e., z in the breast it is arbitrarily selected) it can be reconstructed. 本発明の技術によると、各々が焦点の合った乳房内単一平面64を表示している一連の影像が乳房62内の全体に対して得られる。 According to the technique of the present invention, a series of imaging, each displaying the breast in a single plane 64 in focus can be obtained for the entire in the breast 62.
図5を参照するに、線源12は角度φにより規定される円弧Cと、軸線X、Zにより規定される面内を移動することがわかる。 Referring to FIG. 5, the source 12 is seen to move the arc C which is defined by the angle phi, the axis X, a plane defined by the Z. 従って平面13は好ましくは物体20、検出器又は影像平面IPのほぼ中心を通って延びている。 Accordingly plane 13 preferably extends through substantially the center of the object 20, the detector or imaging plane IP.
本発明は好ましくは高速読み出し頻度を持つ完全視野平面型のデジタル検出器を利用する。 The present invention preferably utilizes a full field plane type digital detector having a high-speed reading frequency. このような検出器は低ノイズであり、大きい平面面積を有し、最小の影像ひずみを有し、高速影像読み出し頻度を有するので、乳房の断層影像合成用を臨床的な設定において実用的なものとする。 Such detectors are low noise, have a larger planar area having the smallest shadow image distortion, because it has a high-speed imaging reading frequency, practical things in the clinical setting the tomographic imaging synthesis breast to.
本発明は本発明に従って例えば乳房造影装置を形成するために在来のハードウエアを利用することができる。 The present invention can utilize conventional hardware to form, for example mammography apparatus according to the present invention. 図7は完全視野デジタル影像検出(受像)器72を有するGeneralElectricモデルDMR乳房造影装置71を使用し、本発明により構成した1つの装置70を例示する。 Figure 7 uses a GeneralElectric model DMR mammographic apparatus 71 having a full field of view digital imaging detector (receiver) 72, illustrates one apparatus 70 constructed in accordance with the present invention. この装置は検出器72の面に垂直な軸線から±27°までの任意の角度φで影像を撮像することを可能にする。 This device makes it possible to image the imaging at any angle φ from the vertical axis to the plane of the detector 72 to ± 27 °. 図示のように、X線源73は腕75により支持されて検出器72の上側にある枢着軸線74の周りに枢動する。 As shown, X-rays source 73 is pivoted about a pivot axis 74 located on the upper side of the detector 72 is supported by arm 75. X線源73は露光中は静止しており、次いで次の位置に移動して次の影像を形成する。 X-ray source 73 is stationary during the exposure, and then move to the next position to form the next imaging. 好ましくはX線源の運動はコンピュータにより監視し、制御するのがよいが、手動で移動させても構わない。 Preferably monitored by X-ray source movement computer, but it is preferable to control, it may be moved manually.
本発明の1実施例では、デジタル検出器72(図7)はGeneralElectric社より市販されているアモルファスシリコントランジスタ・ダイオードアレイ上の沃化セシウム(CeI)より構成される。 In one embodiment of the present invention, a digital detector 72 (FIG. 7) is composed of cesium iodide on the amorphous silicon transistor diode arrays are commercially available from GeneralElectric Co. (CeI). この検出器72は100μの画素ピッチを有し、影像読み出し時間は300ミリ秒である。 The detector 72 has a pixel pitch of 100 microns, imaging readout time is 300 ms.
本発明では、好ましくは、腕75の選択角度φを決定し、腕をそこへ移動させるための作動又は制御機構76を使用する。 In the present invention, preferably, to determine the selected angle of the arm 75 phi, using the actuation or control mechanism 76 for moving the arm to it. 例えば、角度φはLucusControlSystemProducts社(米国バージニア州ハンプトン所在)の、角度範囲±20°、精度±0.1%(0〜10°範囲)、精度±1%(10〜20°範囲)を有する高分解能精密傾斜計(モデル02538−01)により決定できる。 For example, the angle φ is LucusControlSystemProducts Inc. (USA Hampton, VA USA), the angular range ± 20 °, accuracy ± 0.1% (0 ° range), high have an accuracy ± 1% (10 to 20 ° range) It can be determined by resolution precision inclinometer (model 02538-01).
図8は本発明に従って、目標乳房よりも上方にある円弧84に沿った個別のX線源82a〜82dから、断層影像合成の投影像を取得することを例示している。 8 in accordance with the present invention, illustrating that the individual X-ray sources 82a~82d along an arc 84 which lies above the target breast, obtains a projection image of the tomographic imaging synthesis. 例示を明瞭にするために、4個のX線源を示してあるが、当業者は線源80を任意の個数用いても良く又任意のX線源80位置に配置しても良いことは明らかであろう。 For clarity of illustration, but is shown four X-ray source, one skilled in the art that the source 80 may be arranged in a well also any X-ray source 80 located be used any number is it will be apparent. 乳房81内の任意平面83の断層影像合成の影像は次に以下に示す方法を使用して再構成される。 Image of the tomographic imaging synthesis of any plane 83 in the breast 81 is reconstructed using the following methods below. 特にX線源位置82a〜82dからの投影影像85a〜85dは、位置82a'〜82d'にあるX線源から得られるであろう影像87a〜87dを模擬するようにデジタル処理器86により変換される。 Particularly projection imaging 85a~85d from the X-ray source position 82a~82d is converted by the digital processor 86 to simulate a shadow image 87a~87d that would be obtained from the X-ray source at the position 82A'~82d ' that. これらの変換において、検出器88は移動しない。 In these transformations, the detector 88 does not move. むしろ、検出器の運動は処理器(コンピュータ)86の中で影像87をシフトすることにより模擬される。 Rather, movement of the detector is simulated by shifting the shadow image 87 in the processing unit (computer) 86. 変換とシフトのアルゴリズムは所望により繰り返すことにより検出器88の上方のz軸線に沿った任意平面83に対する断層影像89を再構成する。 Algorithm of conversion and shift reconstruct a tomographic imaging 89 for any plane 83 along the upper side of the z axis of the detector 88 by repeating as desired. 影像89を得るための数学的な再構成の方法は既に説明した通りである。 The method of mathematical reconstruction for obtaining a shadow image 89 is as previously described.
本発明の装置により得られる典型的な影像は一枚あたり26〜30kVp、10〜40mAで得ることができ、約±20°の範囲内(φの範囲内)で6〜10枚の影像を得ることができる。 Typical imaging obtained by the apparatus of the present invention per one 26~30KVp, can be obtained by 10~40MA, obtain 6-10 sheets of imaging in the range of about ± 20 ° (in the range of phi) be able to. 合計線量は従来のフィルムスクリーン影像のそれよりも大きいこともあり小さいこともある。 Total dose is also also has small can be larger than that of the conventional film-screen imaging.
本発明の断層影像合成の影像は例えばサンマイクロシステム社のSpark20ワークステーションを使用して再構成することができる。 Image of the tomographic imaging synthesis of the present invention may be reconstituted using Spark20 workstations example Sun Microsystems Corporation. 各角度φに対する初期影像が得られたら、1.5〜3mm間隔で再構成された断層影像が乳房全体で焦点のあった影像として得られる。 Once the initial imaging is obtained for each angle phi, it is obtained as a shadow image of a tomographic imaging reconstituted with 1.5~3mm interval a focused across the breast.
本発明の好ましい実施例では、影像は、従来のようにX線管が移動するにつれて連続に得られるのではなくて、飛び飛びのX線源位置で得られる。 In a preferred embodiment of the present invention, imaging is not that obtained in continuous as conventional X-ray tube as to move, resulting in X-ray source at intervals in the frequency domain. その結果、構成物のぼけは連続影像の取得の場合に典型的に見られるような滑らかなぼけではない。 As a result, blur of arrangement is not a smooth blur as typically seen when the acquisition of continuous imaging. 例えば、断層影像合成データの組に使用されるのが9つの影像であるとすると、焦点が合った平面の上下における物体は再構成された影像中に9つの別々の物体として表示される。 For example, when being used in the set of tomographic imaging combined data is assumed to be nine imaging, objects above and below the plane of focus is displayed as nine separate object in imaging the reconstructed. 各物体は元の物体のコントラストの約9分の1を有するであろう。 Each object will have approximately one ninth of the contrast of the original object. 大きな灰化部のような高コントラスト物体に対しては、灰化部の9つの影像は可視化する。 For high-contrast objects such as large ashing unit, nine image of the ashing unit visualizes. 焦点が合っていない平面の外側の影像構造は実質的にX線源の運動方向に反復される。 Outer shadow image structure of the plane of focus is not correct is repeated to the motion direction of the substantially X-ray source. 平面外の構成物のコントラストは大幅に減じるが高頻度情報は保持される。 Contrast of out-of-plane configuration was significantly reduced but high frequency information is retained.
再構成された影像は更に改善できる。 Imaging the reconstructed can be further improved. 例えば、自己マスキング断層影像合成法はX線源の移動方向の低頻度周波情報を減じる。 For example, the self-masking tomographic imaging synthesis reduces the low-frequency frequency information in the moving direction of the X-ray source. 飛び飛びのサンプリングのため、他の影像処理法を使用して焦点の合った平面の上方又は下方の焦点の合ってない平面からの寄与を減じても良い。 For discrete sampling may be reduced contribution from the plane unfocused above or below the plane in focus using other imaging processing method. 例えば、適当な技術は濃度の高い灰化部のような焦点の合っていない構成物の平面を同定し、その全ての他の平面への寄与を計算する。 For example, suitable techniques to identify the plane of the construct unfocused as high density ashing unit, calculates the contribution of its to all other planes. 次いで、構成物の影像は、焦点の合っている平面内のもの以外は全ての平面から除去される。 Then, image of the construct, other than those in a plane in focus are removed from all the planes.
本発明によると、乳房造影のための断層影像合成法の使用として数種の用途が見込まれる。 According to the present invention, several applications are expected as a use of tomographic imaging synthetic methods for breast imaging. 先ず、断層影像合成法は放射線造影的に緻密な乳房を有する女性に対する価値の高い選別手段であることを示すことができる。 First, the tomographic imaging synthesis may be shown to be highly sorting means valuable for women with radiocontrast to dense breasts. 重畳している構成物をぼかすことにより乳房の中心部を見る能力は、乳ガンの早期検診における乳房造影による選別の感度を向上させる。 Ability to see the central portion of the breast by blurring the constructs are superimposed, improve the sensitivity of the sorting by mammography in early screening of breast cancer. 本発明の断層影像合成法は又磁気共鳴吸収のコストよりも遙かに安価に、緻密な乳房のガンや多重焦点ガンを検出する能力を有する。 Fault imaging synthesis of the present invention is less expensive much than also the cost of magnetic resonance, having the ability to detect a dense breast cancer and multifocal cancer. 本発明の断層影像合成法は問題解決のため、或いは乳房の診断的な造影に使用することができる。 Fault imaging synthesis of the present invention can be used for diagnostic imaging for solving problems, or breast. 従来の乳房造影技術は、全体の乳房生験の70〜90%が陰性であるので、貧弱な同定性しか示さないが、本発明の断層影像合成技術は放射線診断技術者に対して潜在的な病変の改善された影像を提供することができる。 Conventional mammography technique, since 70% to 90% of the total breast biopsy is a negative, but show only poor identification of tomographic imaging synthesis technique of the present invention is a potential relative to radiodiagnostic technician it is possible to provide an improved image of the lesion. 本発明は又、病変の分類に際して放射線技術者に大きな自信を与え、良性生験の数を減少することができる利点を有する。 The present invention also provides a greater confidence to the radiation technician during classification of lesions, has the advantage of being able to reduce the number of benign biopsy. 本発明は更に診断検診を伴う病変部の全体的な診断評価の実行を容易にし、時間を節約し、さらに患者の放射線への被曝も減じることができる。 The present invention can further facilitate the execution of the overall diagnostic evaluation of lesions with a diagnostic examination, to save time, further also reduce exposure to radiation of a patient.
他の利点も本発明により実現できる。 Other advantages can also be realized by the present invention. 例えば、本発明による断層影像合成法は病変部の大きさに関する3次元的な情報(巨大石灰化の大きさ、分布の様子)を提供する。 For example, tomographic imaging synthesis process according to the invention is 3-dimensional information (giant calcification size, state of distribution) on the size of the lesion provided. 石灰化の3次元的分布は良性の病変と悪性のそれを区別するための重要な指標であると考えられる。 Three-dimensional distribution of the calcified is considered to be an important indicator for distinguishing it lesions and malignant benign. 更に本発明の断層影像合成法はわずかな修正を加えれば従来の乳房造影法に応用できる。 Further tomographic imaging synthesis of the present invention is applicable to conventional mammography be added a slight modification. 例えば本発明の影像取得装置には数種の利点が存在する。 For example, the imaging acquisition device of the present invention several advantages are present. 1)胸部(乳房)又は腹部の近くに可動物が存在しない。 1) there is no movable product in the vicinity of the breast (breast) or abdomen. 2)従来の乳房造影装置を容易に改変して本発明の型の運動を可能にすることができる。 2) a conventional mammographic apparatus can allow the type of motion of readily modified to the invention. なぜなら多くは乳房の上で円弧状にX線管を移動させる能力を有するからである。 Because many is because having the ability to move the X-ray tube into an arcuate shape on the breast. 3)断層影像合成を行うように改変した装置はなお通常の乳房造影を行うことができ、そのため専用の断層影像合成装置を必要としない。 3) Fault imaging synthesized modified device to perform still able to perform normal mammography, it does not require a dedicated tomographic imaging synthesizer therefor. X線源の動力化した運動によりほぼ3〜5秒程度で全ての断層影像合成の影像を取得することができる。 It is possible to acquire the image of the entire tomographic imaging synthesized at approximately 3 to 5 seconds by the power of the movement of the X-ray source. 露出回数は既存の装置での拡大像と類似したものであるので、これは臨床的に利用できる十分に早い時間である。 Since the exposure times are those similar to the enlarged image in the existing equipment, which is sufficiently early that clinically utilized.
本発明はその精神から逸脱しない範囲で多くの他の形態で具体化でききる。 The invention as possible can be embodied in many other forms without departing from its spirit. 本発明の実施例は全ての点で例示であり発明を制限するものと考えるべきではない。 Examples of the present invention should not be considered illustrative and are intended to limit the invention in all respects. 本発明の範囲は特許請求の範囲に記載されるもので、前記の記載によるものではない。 The scope of the invention is intended to be claimed, but not by the description. 従って、請求の範囲と均等な意味及び範囲にある全ての変形は本発明に包含されることが意図されている。 Accordingly, all modifications in the meaning and range of equivalency of the claims are intended to be encompassed by the present invention.

Claims (23)

  1. 物体領域にデジタル断層影像合成法を実施する装置において、前記物体領域を透過するX線放射線を検出して前記放射線の強度を表す影像データを生成する影像平面内に配置した X線検出器(14)と、前記X線を発生するための可動のX線源(12)と、前記X線源(12)を前記物体領域の周りの円弧(C)に沿って複数位置に移動させるための運動制御器(8)と、前記影像データを有する影像データの組に基づいて前記物体領域内のX線吸収点(箇所)を決定するデータ処理器(10)とよりなり、前記X線検出器(14)は固定されており、前記円弧(C)は前記影像平面に直交する平面(13)内にあり、且つ前記円弧(C)は前記平面(13)内の前記検出器の面に直交する線(A)上であって前記検出器の面よりも上方の位 An apparatus for implementing the digital tomographic imaging synthesis in the object region, X-rays detector disposed in imaging plane to produce a shadow image data by detecting X-ray radiation transmitted through the object region representing the intensity of the radiation (14 a) X-ray source of the movable for generating the X-ray (12), motion for moving the X-ray source (12) at a plurality of positions along a circular arc (C) around the object region controller (8), said data processor for determining X-ray absorption points on the basis of the set of imaging data object area (the place) having the imaging data (10) and becomes more, the X-ray detector ( 14) is fixed, said circular arc (C) lies in a plane (13) perpendicular to the imaging plane, and the arc (C) is perpendicular to the plane of the detector in the plane (13) upper position than the surface of the detector a on line (a) に回転軸線(P)を有している、デジタル断層影像合成法を実施する装置。 Yes to have, an apparatus for implementing the digital tomographic imaging synthesis axis of rotation (P) on.
  2. 前記データ処理器(10)は、前記物体領域を表す映像信号を、前記物体領域内のX線吸収点の空間分布として発生する手段を有する請求項1の装置。 Wherein the data processor (10), a video signal representing the object area, according to claim 1 having a means for generating a spatial distribution of X-ray absorption points of the object region.
  3. 前記物体領域(20)は物体平面(OP)の周りに配置されており、前記データ処理器(8)は更に、前記影像データを、(a)前記物体平面(OP)に対して実質的に平行な線であって、前記円弧(C)を含む前記平面(13)内にある線(SP)と、(b)前記回転軸線(P)と前記影像データに対応する位置の一つとにより規定される線であって前記円弧(C)を含む前記平面(13)内にある線(B)と、の交差点に存在するX線源から発生されることが期待されるX線放射線の露出強度を表す形態に変換する手段を具備している請求項2の装置。 The object area (20) is arranged around the object plane (OP), said data processor (8) further the imaging data, substantially relative to (a) the object plane (OP) a parallel lines defined, a line (SP) in said plane (13) said containing arcs (C), by the one position corresponding to the imaging data and (b) the rotation axis (P) exposure intensity of X-ray radiation and the plane (13) lies in line with a line containing the circular arc (C) (B) that is, to be generated from the X-ray source present at the intersection of the expected the apparatus of claim 2 which comprises means for converting into a form representing the.
  4. 前記回転軸線(P)と前記円弧(C)を含む前記平面(13)が前記線源(12)と前記検出器(14)との間にある回転中心を規定している請求項2の装置。 The defining a center of rotation which apparatus according to claim 2 which lies between the axis of rotation (P) and the said plane containing the arc (C) (13) said beam source (12) and said detector (14) .
  5. 前記物体平面(OP)に実質的に平行な前記線は前記円弧(C)に接している請求項3の装置。 Wherein the object substantially parallel the line plane (OP) according to claim 3 in contact with the circular arc (C).
  6. X線源(12)はX線管である請求項1の装置。 X-ray source (12) according to claim 1 is an X-ray tube.
  7. 前記検出器(14)は複数個のX線検出素子のアレイであり、前記影像データは、各々が前記素子の各々により検出されるX線放射に対応する値を有する複数の強度データ値を含んでいる請求項1の装置。 Said detector (14) is an array of a plurality of X-ray detection element, the imaging data, including a plurality of intensity data values ​​having a value corresponding to the X-ray radiation, each of which is detected by each of the elements the apparatus of claim 1 are in.
  8. 前記検出器(14)は検出素子の2次元アレイであり、前記影像データは、各々が前記素子の各々に対応する複数の強度データ値を含んでいる請求項1の装置。 Said detector (14) is a two-dimensional array of detector elements, said imaging data, according to claim 1, each of which includes a plurality of intensity data values ​​corresponding to each of the elements.
  9. 前記制御器(8)はほぼ前記円弧の回転中心に位置した第1末端と、前記検出器(14)を剛的に支持する第2末端とを有する剛性の第1支持構造(16A)を有する請求項1の装置。 The controller (8) has a first end which is positioned approximately the arc of rotation center, the first support structure rigid with the second end for supporting the detector (14) rigidly to (16A) the apparatus of claim 1.
  10. 前記第1支持構造(16A)の前記第1末端に前記回転中心で枢着された第1端と、前記X線源を前記回転中心から固定距離に支持した第2端とを有する剛性の第2支持構造(16B)を有し、それにより前記X線源(12)が前記回転中心の周りに前記円弧に沿って回転できるようにした請求項9の装置。 The rigid having a first end pivotally mounted at the center of rotation to said first end of said first supporting structure (16A), and a second end which supports the X-ray source to a fixed distance from the center of rotation has a second support structure (16B), whereby the apparatus of claim 9, wherein the X-ray source (12) is to rotate along the circular arc around the rotation center.
  11. 前記X線源(12)が前記第2支持構造(16B)にほぼ整列したX線を放射するように配置されている請求項10の装置。 The apparatus of claim 10, wherein the X-ray source (12) is arranged to emit X-rays generally aligned with the second support structure (16B).
  12. 前記制御器(8)からの角度制御信号に応じて前記X線源(12)を前記第1及び第2支持構造(16A 16B)の軸線の間で形成される角度位置であって前記複数位置の1つへ移動させる作動子を有する請求項10の装置。 Wherein an angle position formed between the axis of the X-ray source (12) said first and second support structures (16A, 16B) according to the angle control signal from the controller (8) more the apparatus of claim 10 having an operating element to move to one of the positions.
  13. 前記制御器(8)は前記第1及び第2支持構造(16A、16B)の間の角度を決定する手段を有する請求項10の装置。 The apparatus of claim 10 wherein the controller (8) having means for determining the angle between said first and second support structures (16A, 16B).
  14. 前記制御器(8)は(a)前記検出器(14)の面に垂直な線であって前記円弧の回転中心(P)を通る線(A)と、(b)前記円弧上の前記X線源の位置と前記回転中心(P)により規定される線(B)との間に形成される角度を決定する手段を有する請求項1の装置。 The controller (8) (a) and the detector (14) the circular arc a line perpendicular to the plane of the center of rotation (P) line through (A), (b) the X on the circular arc the apparatus of claim 1, further comprising means for determining the angle formed between the line defined by the position and the rotational center of the source (P) (B).
  15. 前記制御器(8)は前記X線源(12)を前記円弧(C)に沿った位置を制御する手段を有するコンピュータである請求項1の装置。 The controller (8) The apparatus of claim 1, which is a computer having a means for controlling the position the X-ray source (12) along said circular arc (C).
  16. データ処理器(10)はコンピュータを含む請求項1の装置。 Data processor (10) The apparatus of claim 1 including a computer.
  17. コンピュータはさらに前記円弧(C)に沿ったX線源(12)の選択位置を制御する手段を制御するものである請求項16の装置。 Computer is further the arc X-ray source along the (C) (12) of the selected position is to control the means for controlling the apparatus of claim 16.
  18. 前記X線源(12)は前記コンピュータにより選択的にオン・オフされる請求項16の装置。 The X-ray source (12) The apparatus of claim 16 which is selectively turned on and off by the computer.
  19. 前記検出器(14)は複数のシンチレータ素子とそれらに関連した光検出素子よりなり、各光検出素子は前記シンチレータ素子の一つへのX線強度を表すデジタル信号を生成するものである請求項1の装置。 Said detector (14) is made of light-detecting element associated therewith and a plurality of scintillator elements, wherein each light detecting element is for generating a digital signal representative of the X-ray intensity to one of said scintillator elements the apparatus of claim 1.
  20. 前記検出器(14)は集積回路アレイである請求項1の装置。 It said detector (14) according to claim 1 is an integrated circuit array.
  21. (a)前記X線源(73)を回転中心の周りに枢自在に支持する第1腕(75)と、(b)前記検出器(72)を前記回転中心(74)に対して剛的に支持する第2腕を有するX線支持構造体を有する請求項1の装置。 (A) a first arm for pivotal movement rotatably supported around a rotation about the X-ray source (73) (75), (b) the detector (72) rigid with respect to the center of rotation (74) the apparatus of claim 1 having an X-ray support structure having a second arm that specifically support.
  22. 前記X線源(73)を前記第1及び第2腕の間に形成される角度に対応する選択位置に移動させるために前記支持構造体(71)を制御するコンピュータを含んでいる請求項21の装置。 The X-ray source (73) said support structure (71) claim wherein comprises a computer that controls the 21 to move to the selected position corresponding to the angle formed between the first and second arms device.
  23. 前記検出器(14)は沃化セシウム蛍光体をアモルファスシリコン光ダイオードアレイ上に設けたものである請求項1の装置。 It said detector (14) according to claim 1 is provided with a cesium iodide phosphor on an amorphous silicon photodiode array.
JP50717398A 1996-07-23 1997-07-22 Tomosynthesis device for breast imaging Expired - Lifetime JP4458553B2 (en)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US2227696 true 1996-07-23 1996-07-23
US60/022,276 1996-07-23
PCT/US1997/012774 WO1998003115A1 (en) 1996-07-23 1997-07-22 Tomosynthesis system for breast imaging

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2000515046A true JP2000515046A (en) 2000-11-14
JP4458553B2 true JP4458553B2 (en) 2010-04-28

Family

ID=21808761

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP50717398A Expired - Lifetime JP4458553B2 (en) 1996-07-23 1997-07-22 Tomosynthesis device for breast imaging
JP2007128397A Expired - Lifetime JP4361944B2 (en) 1996-07-23 2007-05-14 Tomosynthesis device for breast imaging

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2007128397A Expired - Lifetime JP4361944B2 (en) 1996-07-23 2007-05-14 Tomosynthesis device for breast imaging

Country Status (5)

Country Link
US (1) US5872828A (en)
EP (1) EP0932363B1 (en)
JP (2) JP4458553B2 (en)
DE (1) DE69739995D1 (en)
WO (1) WO1998003115A1 (en)

Families Citing this family (113)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6289235B1 (en) 1998-03-05 2001-09-11 Wake Forest University Method and system for creating three-dimensional images using tomosynthetic computed tomography
US6081577A (en) 1998-07-24 2000-06-27 Wake Forest University Method and system for creating task-dependent three-dimensional images
US6222902B1 (en) * 1998-11-25 2001-04-24 Picker International, Inc. Real-time tomographic system with flat panel detectors
US6292531B1 (en) * 1998-12-31 2001-09-18 General Electric Company Methods and apparatus for generating depth information mammography images
US6292530B1 (en) * 1999-04-29 2001-09-18 General Electric Company Method and apparatus for reconstructing image data acquired by a tomosynthesis x-ray imaging system
US6375352B1 (en) * 1999-10-01 2002-04-23 General Electric Company Apparatus and method for obtaining x-ray tomosynthesis data for mammography
US6744848B2 (en) 2000-02-11 2004-06-01 Brandeis University Method and system for low-dose three-dimensional imaging of a scene
US6443156B1 (en) 2000-08-02 2002-09-03 Laura E. Niklason Separable double lumen endotracheal tube
US6671349B1 (en) 2000-11-13 2003-12-30 Olganix Corporation Tomosynthesis system and registration method
US6748046B2 (en) 2000-12-06 2004-06-08 Teradyne, Inc. Off-center tomosynthesis
FI117317B (en) * 2001-04-20 2006-09-15 Instrumentarium Corp Formation of the image information, and performing a biopsy mammography device
JP2004535858A (en) * 2001-05-16 2004-12-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィKoninklijke Philips Electronics N.V. Method and apparatus for visualizing the three-dimensional data set
US7085406B2 (en) * 2001-07-27 2006-08-01 General Electric Company Method and system for unsupervised transfer function generation for images of rendered volumes
US6611575B1 (en) 2001-07-27 2003-08-26 General Electric Company Method and system for high resolution 3D visualization of mammography images
US6960020B2 (en) * 2001-08-31 2005-11-01 Analogic Corporation Image positioning method and system for tomosynthesis in a digital X-ray radiography system
US6978040B2 (en) * 2001-12-19 2005-12-20 Canon Kabushiki Kaisha Optical recovery of radiographic geometry
US20030149364A1 (en) * 2002-02-01 2003-08-07 Ajay Kapur Methods, system and apparatus for digital imaging
US6707878B2 (en) 2002-04-15 2004-03-16 General Electric Company Generalized filtered back-projection reconstruction in digital tomosynthesis
US7218766B2 (en) * 2002-04-15 2007-05-15 General Electric Company Computer aided detection (CAD) for 3D digital mammography
US6724856B2 (en) * 2002-04-15 2004-04-20 General Electric Company Reprojection and backprojection methods and algorithms for implementation thereof
US20030194050A1 (en) * 2002-04-15 2003-10-16 General Electric Company Multi modality X-ray and nuclear medicine mammography imaging system and method
US6882700B2 (en) * 2002-04-15 2005-04-19 General Electric Company Tomosynthesis X-ray mammogram system and method with automatic drive system
US7783089B2 (en) * 2002-04-15 2010-08-24 General Electric Company Method and apparatus for providing mammographic image metrics to a clinician
US6710349B2 (en) * 2002-04-16 2004-03-23 General Electric Company Edge resolved dual scintillator gamma ray detection system and method
US6748047B2 (en) * 2002-05-15 2004-06-08 General Electric Company Scatter correction method for non-stationary X-ray acquisitions
US7149335B2 (en) * 2002-09-27 2006-12-12 General Electric Company Method and apparatus for enhancing an image
US6940943B2 (en) * 2002-10-07 2005-09-06 General Electric Company Continuous scan tomosynthesis system and method
US6970531B2 (en) 2002-10-07 2005-11-29 General Electric Company Continuous scan RAD tomosynthesis system and method
JP3667317B2 (en) * 2002-11-26 2005-07-06 キヤノン株式会社 Radiation tomography apparatus
US8565372B2 (en) 2003-11-26 2013-10-22 Hologic, Inc System and method for low dose tomosynthesis
US8571289B2 (en) 2002-11-27 2013-10-29 Hologic, Inc. System and method for generating a 2D image from a tomosynthesis data set
US10008184B2 (en) 2005-11-10 2018-06-26 Hologic, Inc. System and method for generating a 2D image using mammography and/or tomosynthesis image data
US8768026B2 (en) * 2003-11-26 2014-07-01 Hologic, Inc. X-ray imaging with x-ray markers that provide adjunct information but preserve image quality
US7616801B2 (en) * 2002-11-27 2009-11-10 Hologic, Inc. Image handling and display in x-ray mammography and tomosynthesis
US7123684B2 (en) * 2002-11-27 2006-10-17 Hologic, Inc. Full field mammography with tissue exposure control, tomosynthesis, and dynamic field of view processing
US7577282B2 (en) * 2002-11-27 2009-08-18 Hologic, Inc. Image handling and display in X-ray mammography and tomosynthesis
US20130272494A1 (en) * 2002-11-27 2013-10-17 Hologic, Inc. X-ray mammography with tomosynthesis
US7110490B2 (en) * 2002-12-10 2006-09-19 General Electric Company Full field digital tomosynthesis method and apparatus
US7356113B2 (en) * 2003-02-12 2008-04-08 Brandeis University Tomosynthesis imaging system and method
US6862337B2 (en) 2003-06-25 2005-03-01 General Electric Company Linear track based digital tomosynthesis system and method
US6904121B2 (en) * 2003-06-25 2005-06-07 General Electric Company Fourier based method, apparatus, and medium for optimal reconstruction in digital tomosynthesis
US6888924B2 (en) * 2003-06-25 2005-05-03 General Electric Company Method, apparatus, and medium for calibration of tomosynthesis system geometry using fiducial markers with non-determined position
US7433507B2 (en) * 2003-07-03 2008-10-07 Ge Medical Systems Global Technology Co. Imaging chain for digital tomosynthesis on a flat panel detector
US6885724B2 (en) * 2003-08-22 2005-04-26 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Radiographic tomosynthesis image acquisition utilizing asymmetric geometry
JP4603823B2 (en) * 2003-10-14 2010-12-22 キヤノン株式会社 The radiation imaging apparatus, radiation imaging method, and program
DE10353611B4 (en) * 2003-11-17 2013-01-17 Siemens Aktiengesellschaft X-ray diagnostic apparatus for mammography examinations
WO2005055803A3 (en) * 2003-12-03 2005-09-29 Gen Hospital Corp Multi-segment cone-beam reconstruction system and method for tomosynthesis imaging
US7653229B2 (en) * 2003-12-23 2010-01-26 General Electric Company Methods and apparatus for reconstruction of volume data from projection data
US8340373B2 (en) * 2003-12-23 2012-12-25 General Electric Company Quantitative image reconstruction method and system
US7177390B2 (en) * 2004-03-11 2007-02-13 Trex Enterprises Corp Digital x-ray tomosynthesis system
US7142633B2 (en) * 2004-03-31 2006-11-28 General Electric Company Enhanced X-ray imaging system and method
CN1953708B (en) 2004-05-14 2010-06-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 System and method for diagnosing breast cancer
US8774355B2 (en) * 2004-06-30 2014-07-08 General Electric Company Method and apparatus for direct reconstruction in tomosynthesis imaging
FR2875693B1 (en) * 2004-09-24 2006-12-08 Gen Electric A tomography X-ray
US7662082B2 (en) 2004-11-05 2010-02-16 Theragenics Corporation Expandable brachytherapy device
EP2602743B1 (en) * 2004-11-15 2014-11-05 Hologic, Inc. Matching geometry generation and display of mammograms and tomosynthesis images
EP3106094A3 (en) * 2004-11-26 2017-01-04 Hologic, Inc. Integrated multi-mode mammography/tomosynthesis x-ray system
US20060210131A1 (en) * 2005-03-15 2006-09-21 Wheeler Frederick W Jr Tomographic computer aided diagnosis (CAD) with multiple reconstructions
US20060215809A1 (en) * 2005-03-22 2006-09-28 General Electric Company System and method for motion and angulation profiles in tomosynthesis
DE102005026578A1 (en) * 2005-06-08 2006-12-21 Comet Gmbh An apparatus for X-ray laminography and / or tomosynthesis
US20070014468A1 (en) * 2005-07-12 2007-01-18 Gines David L System and method for confidence measures for mult-resolution auto-focused tomosynthesis
US7245698B2 (en) * 2005-07-13 2007-07-17 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. 4-dimensional digital tomosynthesis and its applications in radiation therapy
US7505554B2 (en) * 2005-07-25 2009-03-17 Digimd Corporation Apparatus and methods of an X-ray and tomosynthesis and dual spectra machine
US7298816B2 (en) * 2005-08-02 2007-11-20 The General Hospital Corporation Tomography system
US7764820B2 (en) * 2005-08-24 2010-07-27 The General Hospital Corporation Multi-threshold peripheral equalization method and apparatus for digital mammography and breast tomosynthesis
US7885378B2 (en) * 2005-10-19 2011-02-08 The General Hospital Corporation Imaging system and related techniques
DE202005017496U1 (en) * 2005-11-07 2007-03-15 Comet Gmbh Target for a microfocus X-ray tube or NanoFocus
US8079946B2 (en) 2005-11-18 2011-12-20 Senorx, Inc. Asymmetrical irradiation of a body cavity
US7573977B2 (en) * 2006-01-31 2009-08-11 Kabushiki Kaisha Toshiba Mammographic apparatus
DE102006005068A1 (en) * 2006-02-03 2007-08-09 Siemens Ag Position device for a mammography
DE102006012407A1 (en) * 2006-03-17 2007-09-20 Siemens Ag Tomosynthetic image reconstruction method and operating with this process diagnostic device
DE102006024413A1 (en) * 2006-05-24 2007-11-29 Siemens Ag Method and apparatus for generating a tomosynthetic 3D X-ray image
US20080037703A1 (en) * 2006-08-09 2008-02-14 Digimd Corporation Three dimensional breast imaging
US7920729B2 (en) * 2006-08-10 2011-04-05 General Electric Co. Classification methods and apparatus
US7787677B2 (en) * 2006-08-16 2010-08-31 Mevis Breastcare Gmbh & Co. Kg Presentation method, presentation device and computer program for presenting an image of an object
FR2909207B1 (en) * 2006-11-24 2009-01-30 Gen Electric Method for three-dimensional viewing images in tomosynthesis mammography.
US7817773B2 (en) * 2007-01-05 2010-10-19 Dexela Limited Variable speed three-dimensional imaging system
US7715524B2 (en) * 2007-03-28 2010-05-11 Fujifilm Corporation Radiation image capturing apparatus
DE102007020642A1 (en) * 2007-04-30 2008-11-06 Dürr Dental GmbH & Co. KG X-ray device and sensor unit for an X-ray machine
US7630533B2 (en) 2007-09-20 2009-12-08 Hologic, Inc. Breast tomosynthesis with display of highlighted suspected calcifications
US7936858B2 (en) * 2007-09-28 2011-05-03 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. System and method for tomosynthesis
US7929743B2 (en) * 2007-10-02 2011-04-19 Hologic, Inc. Displaying breast tomosynthesis computer-aided detection results
DE102007049539B4 (en) * 2007-10-16 2017-07-20 Siemens Healthcare Gmbh Apparatus and method for processing and displaying X-ray images
DE102008009128B4 (en) * 2008-02-14 2014-11-06 Siemens Aktiengesellschaft Tomosynthetic image reconstruction method and operating with this process diagnostic device
DE102008018269A1 (en) * 2008-04-10 2009-10-29 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Apparatus and method for rotationally free Computed
US7724870B2 (en) 2008-05-30 2010-05-25 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Digital tomosynthesis in robotic stereotactic radiosurgery
US7792245B2 (en) * 2008-06-24 2010-09-07 Hologic, Inc. Breast tomosynthesis system with shifting face shield
JP4504442B2 (en) * 2008-07-08 2010-07-14 株式会社東芝 X-ray diagnostic apparatus
US7991106B2 (en) * 2008-08-29 2011-08-02 Hologic, Inc. Multi-mode tomosynthesis/mammography gain calibration and image correction using gain map information from selected projection angles
CA2736592C (en) 2008-11-24 2018-02-13 Hologic Inc. Method and system for controlling x-ray focal spot characteristics for tomosynthesis and mammography imaging
US8515005B2 (en) 2009-11-23 2013-08-20 Hologic Inc. Tomosynthesis with shifting focal spot and oscillating collimator blades
US9248311B2 (en) 2009-02-11 2016-02-02 Hologic, Inc. System and method for modifying a flexibility of a brachythereapy catheter
US9579524B2 (en) 2009-02-11 2017-02-28 Hologic, Inc. Flexible multi-lumen brachytherapy device
US20110006224A1 (en) * 2009-07-09 2011-01-13 Maltz Jonathan S Digital Tomosynthesis in Ion Beam Therapy Systems
US8254518B2 (en) * 2009-10-05 2012-08-28 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Acquisition of projection images for tomosynthesis
JP2011172847A (en) * 2010-02-25 2011-09-08 Fujifilm Corp Device and method for generating radiographic image
JP2011177456A (en) * 2010-03-04 2011-09-15 Fujifilm Corp Radiation image photographing method, device therefor, radiation image generation method and device therefor
KR101687971B1 (en) * 2010-07-19 2016-12-21 삼성전자주식회사 Apparatus and method for checking breast cancer
DE102010035920A1 (en) * 2010-08-31 2012-03-01 Siemens Aktiengesellschaft A method for displaying a predetermined volume portion of an object to be examined by means of a Tomosynthesegeräts and corresponding Tomosynthesegerät
US9352172B2 (en) 2010-09-30 2016-05-31 Hologic, Inc. Using a guide member to facilitate brachytherapy device swap
CN105769236A (en) 2010-10-05 2016-07-20 霍洛吉克公司 Upright x-ray breast imaging system and method
US9730659B2 (en) * 2010-11-16 2017-08-15 Analogic Corporation Multi-modality image acquisition
FR2975277B1 (en) * 2011-05-16 2014-08-08 Gen Electric Method for medical image acquisition device and a medical imaging system
JP5628092B2 (en) * 2011-05-25 2014-11-19 富士フイルム株式会社 The image processing apparatus, a radiation image capturing system, image processing program, and a method of operating an image processing apparatus
WO2013004573A1 (en) * 2011-07-04 2013-01-10 Koninklijke Philips Electronics N.V Field limiting device synchronized with scan motion
WO2013056733A1 (en) * 2011-10-19 2013-04-25 Siemens Aktiengesellschaft Out of plane artifact reduction in digital breast tomosynthesis and ct
JP6240097B2 (en) 2012-02-13 2017-11-29 ホロジック インコーポレイティッド How to navigate the tomosynthesis stack using the synthetic image data
GB2509193B (en) 2012-12-21 2015-07-08 Caperay Medical Pty Ltd Dual-Modality Mammography
US9629597B2 (en) * 2013-03-08 2017-04-25 University Of Massachusetts Apparatus and method for x-ray-based breast imaging
US9642581B2 (en) 2013-11-12 2017-05-09 KUB Technologies, Inc. Specimen radiography with tomosynthesis in a cabinet
US9808211B2 (en) * 2013-11-12 2017-11-07 Carestream Health, Inc. Head and neck imager
US9955932B2 (en) 2014-10-22 2018-05-01 General Electric Company Apparatus and method for tomosynthesis image acquisition
US9924909B2 (en) 2015-08-04 2018-03-27 General Electric Company System and method for tomosynthesis image acquisition

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3746872A (en) * 1971-07-27 1973-07-17 Nuclear Chicago Corp Tomography technique in which a single recording film retains spatial information to permit constructing all planar sections of object
DE2616714C3 (en) * 1976-04-15 1979-12-06 Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg
US4504962A (en) * 1978-12-22 1985-03-12 Emi Limited Computerized tomography
DE3128380A1 (en) * 1981-07-17 1983-02-03 Siemens Ag Roentgendiagnostikeinrichtung for roentgenschichtbilder
DE3134076C2 (en) * 1981-08-28 1989-10-26 Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg, De
DE3632833A1 (en) * 1986-09-26 1988-03-31 Philips Patentverwaltung A method for generating a roentgenschichtbildes an examination area and the arrangement for implementing the method
FR2628311A1 (en) * 1988-03-08 1989-09-15 Thomson Cgr mammography
US5051904A (en) * 1988-03-24 1991-09-24 Olganix Corporation Computerized dynamic tomography system
JPH0477508B2 (en) * 1988-10-13 1992-12-08 Tokyo Shibaura Electric Co
NL8802556A (en) * 1988-10-18 1990-05-16 Philips Nv Computed tomography scanner with tomosynthetic scanogram.
US5359637A (en) * 1992-04-28 1994-10-25 Wake Forest University Self-calibrated tomosynthetic, radiographic-imaging system, method, and device
EP0632995B1 (en) * 1993-07-06 1999-04-21 Sirona Dental Systems GmbH & Co.KG Dental X-ray diagnostic device
US5526394A (en) * 1993-11-26 1996-06-11 Fischer Imaging Corporation Digital scan mammography apparatus

Also Published As

Publication number Publication date Type
DE69739995D1 (en) 2010-10-28 grant
JP4361944B2 (en) 2009-11-11 grant
US5872828A (en) 1999-02-16 grant
JP2007216052A (en) 2007-08-30 application
WO1998003115A1 (en) 1998-01-29 application
EP0932363A4 (en) 2005-08-31 application
EP0932363B1 (en) 2010-09-15 grant
JP2000515046A (en) 2000-11-14 application
EP0932363A1 (en) 1999-08-04 application

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Wu et al. Tomographic mammography using a limited number of low‐dose cone‐beam projection images
Barrett et al. Radiological imaging: the theory of image formation, detection, and processing
Flohr et al. First performance evaluation of a dual-source CT (DSCT) system
US6973158B2 (en) Multi-target X-ray tube for dynamic multi-spectral limited-angle CT imaging
US7869563B2 (en) Integrated multi-mode mammography/tomosynthesis x-ray system and method
US7221728B2 (en) Method and apparatus for correcting motion in image reconstruction
US6580777B1 (en) X-ray CT apparatus
US5099859A (en) Method and apparatus for comparative analysis of videofluoroscopic joint motion
US7180976B2 (en) Rotational angiography based hybrid 3-D reconstruction of coronary arterial structure
US20070027389A1 (en) Method and X-ray diagnostic device for generation of an image of a moving body region of a living subject
US6504892B1 (en) System and method for cone beam volume computed tomography using circle-plus-multiple-arc orbit
US20040213371A1 (en) Imaging tomography device with at least two beam detector systems, and method to operate such a tomography device
US20080285712A1 (en) Imaging System and Related Techniques
US6487432B2 (en) Method and system for selecting and displaying medical image data
Smith et al. Introduction to medical imaging: physics, engineering and clinical applications
US6879656B2 (en) Method and apparatus for deriving motion information from projection data
US5818901A (en) Medical examination apparatus for simultaneously obtaining an MR image and an X-ray exposure of a subject
US20080242968A1 (en) Sequential image acquisition with updating method and system
US7142633B2 (en) Enhanced X-ray imaging system and method
US20060067473A1 (en) Method and system for multi-energy tomosynthesis
US20090052621A1 (en) Method and apparatus for basis material decomposition with k-edge materials
US20060233295A1 (en) Method and system for CT imaging using a distributed X-ray source and interpolation based reconstruction
JPH10295680A (en) X-ray tomography
US20060020200A1 (en) Artifact-free CT angiogram
US7031425B2 (en) Methods and apparatus for generating CT scout images

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20040514

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20060214

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20060510

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20060626

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060814

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20061114

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20070209

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20070326

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20070514

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20071002

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20071227

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20080208

RD13 Notification of appointment of power of sub attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7433

Effective date: 20080201

RD04 Notification of resignation of power of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424

Effective date: 20080201

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20080201

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20080227

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20081027

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20081209

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821

Effective date: 20090310

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20090528

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20091228

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20100209

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130219

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130219

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140219

Year of fee payment: 4

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

EXPY Cancellation because of completion of term